JP4704763B2 - How to light section at substantially the surface of the dome-shaped - Google Patents

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Description

本発明は、広く言えば、予め選択されたパターンの実質組織を光切断する装置および方法に関するものである。 The present invention broadly relates to apparatus and method for optical cut parenchyma preselected pattern. とりわけ、本発明は、フェムト秒のレーザを使用して角膜組織の実質的にドーム形状の層を光切断することに係るものである。 In particular, the invention relates to an optical cutting a layer of substantially dome-shaped corneal tissue using a laser of femtosecond. 本発明は、とりわけ、LASIK処理の一部として角膜の屈折特性矯正に利用できるフラップを形成することに役立つが、それに限定されるものではない。 The present invention is, among other things, helps to form a flap which can be used in refractive properties correction of the cornea as a part of the LASIK treatment, but is not limited thereto.

通常のLASIK法(レーザによるその場角膜曲率形成術(Laser In−Situ Keratomeleusis)では、患者の角膜を、微小角膜切開刀を使用して切開し、フラップを形成する。次いで、フラップを持ち上げ、角膜実質組織の床を露出させた後、この床を、エキシマレーザを使用して除去する。機械的な器具、例えば微小角膜切開刀等を使用してフラップを形成することには、幾つかの欠点がある。例えば、該切開刀で適当なフラップを形成する場合、外科医の技術、及び眼と手との連携に左右される度合いが大きい。そのような手術のさい、フラップの切開が不適切、またはフラップが角膜から完全に切り離された場合には、合併症を発症する虞れがある。加えて、微小切開刀使用の場合には、しばしば、切開が不 In a typical LASIK method (in situ keratomileusis by laser (Laser In-Situ Keratomeleusis), the patient's cornea, and dissected using a microkeratome, to form a flap. Then, lift the flap, corneal after exposing the bed of parenchyma, the floor is removed by using an excimer laser. mechanical instruments, to form a flap, for example using the microkeratome or the like, several drawbacks there is. for example, when forming a suitable flap the incision knife, surgeon's technique, and a large depends degree in cooperation with the eye and the hand. Sai of such surgery, incision flap inappropriate, or when the flap is completely disconnected from the cornea, there is a possibility of developing complications. in addition, in the case of small microkeratome used often incision not 則になる。その結果、フラップを持ち上げた場合、露出される組織の床が不規則な表面を含むことになり、このため、フラップが再び戻された場合に、しわが発生することがある。これらのしわは、望ましくない視力低下を引き起こすことがある。 Law to become. As a result, when lifting the flap, will be the floor of the tissue being exposed comprises an irregular surface, Thus, when the flap is returned again, sometimes wrinkles. these wrinkles can cause undesirable loss of vision.

別の欠点としては、微小切開刀による切開は、通常、実質的にドーム形状にはならないか又は角膜前面と平行にはならない。 Another drawback, incisions micro microkeratome is typically not the substantially parallel with or anterior surface of the cornea not a dome shape. 露出される組織の床が角膜前面と平行にならないため、レーザによる除去段階が、より複雑になり、しばしば制御が困難になり、その結果、除去が、角膜の自然の曲率に対して幾分不一様になる。 Since the floor of the tissue being exposed is not parallel to the anterior corneal surface, removal stage by laser, become more complex, often controlled it becomes difficult, resulting in removal, somewhat against the natural curvature of the cornea not It becomes uniform. このことが、とりわけ問題になるのは、眼の欠陥を矯正するために一様な厚さの組織を除去することが求められる場合である。 This is, among other things The problem is when it is desired to remove the uniform thickness of the tissue to correct the defects of the eye. 例えば一様な体積の組織の除去が求められるのは、通常、成人の間に広く見られる近視の場合である。 For example removal of determined uniform volume of tissue is usually the case widely seen myopia between adults.

微小切開刀を使用する代案として、LASIK処理において、レーザがフラップの形成に使用される。 Alternatively the use of micro microkeratome in LASIK treatment, a laser is used to form the flap. 例えば、フェムト秒範囲のパルス持続時間を有する一連のレーザパルスを、患者の角膜内の予め決められた部位の焦点に向けて、焦点にある組織を正確且つ精密に光切断することができる。 For example, a series of laser pulses having a pulse duration of femtosecond range, toward the focal point of a predetermined site within a patient's cornea, the tissue can be accurately and precisely photocleavage in focus. フェムト秒のレーザによる組織の光切断は、レーザ誘起光学的破壊(LIOB)と呼ばれる処理により得られる。 Light cutting of tissue by laser femtosecond is obtained by a process called laser induced optical breakdown (LIOB). とりわけ、LIOB処理では、極端に高い局所電界強度が発生することにより、光学的破壊がレーザの焦点に生じる。 Especially, in LIOB process by extremely high local electric field strength is generated, optical breakdown occurs at the focal point of the laser. この電界が、価電子の原子との結合エネルギーを超える結果、微小プラズマ、気泡および衝撃波が発生する。 The electric field is greater than the binding energy of the valence of the atom results, micro plasma, bubbles and shock waves.

パルスレーザビームを、患者の角膜内の予め定めた表面下の部位に集束させる処理の例が、ビル(Bille)他に交付された、「眼の再形成法」(Method for Reshaping the Eye)と題する米国特許第4907586号に開示されている。 A pulsed laser beam, examples of a process for converging the site under predetermined surface of the cornea of ​​the patient, issued to building (Bille) other, "re-formation method of the eye" and (Method for Reshaping the Eye) It disclosed in entitled U.S. Patent No. 4,907,586. 該特許には、角膜実質内組織の表面下光切断用パルスレーザビームの使用が比較的詳細に開示されている。 The patent, the use of subsurface light cutting pulsed laser beam intrastromal tissue is disclosed relatively detail. 従来のLASIK処理でのフラップ形成後に使用するエキシマレーザと異なり、パルスレーザビームは、ビルの開示通り、角膜組織を貫通し、角膜表面下の1点に集束し、焦点の角膜実質組織を光切断できる。 Unlike the excimer laser to be used after the flap formation in conventional LASIK treatment, a pulsed laser beam, discloses Street Building, corneal tissue penetrating, focused at one point below the corneal surface, the light cut corneal parenchyma focus it can.

パルスレーザビームは、必ずしも物理的通路を設けることなしに表面下の部位に到達できるので、複雑な形状の角膜実質組織の体積部を切断できる一方、切断される全組織量を最小化できる。 Pulsed laser beam, so always be reached without providing a physical path to the site of the subsurface, one capable of cleaving the volume portion of the corneal stroma tissue of complex shapes, can be minimized total amount of tissue being cut. このような形状を形成するために、レーザビームは、(カッティングレンズを含む適当な光学素子を使用して)先ず光切断する目標体積部の1点に対応するターゲット部位の焦点に向けられる。 To form such a shape, the laser beam is directed to focus (using a suitable optical element including a cutting lens) First target site corresponding to a point target volume portion of the light section. 少なくとも1つのパルスを焦点に放射して組織を除去した後に、焦点は、指定された体積部内の他の点へ移動される(すなわち、走査される)。 After removal of the radiation to the tissue at least one pulse to the focal point, the focus is moved to another point in the specified volume unit (i.e., scanned). この新たな部位で、少なくとも1つのパルスが発せられ、走査および除去の処理が、組織の全指定体積部が光切断されるまで続けられる。 In this new site, at least one pulse is issued, the process of scanning and removal continues until all specified volume of tissue is photocleavage.

以上の説明から明らかなことは、走査用のサブ装置の精度、敏捷度、速度が外科装置全体の性能に大きな影響を与えるということである。 It is clear from the above description, the accuracy of the sub-system for scanning, agility degree, is that the rate has a great influence on the performance of the entire surgical system. 換言すれば、走査装置は、1つの指定部位から他の指定部位へ焦点を正確かつ極めて迅速に移動させる能力がなければならない。 In other words, the scanning device is the ability to move the focus from one of the specified site to another specified site accurately and very rapidly there must be. 走査装置に対するこの要求は、走査が三次元すべてに(すなわち、1部位から次の部位への運動が、x,y,zの方向に同時に)要求される場合に、とりわけ重要となる。 The request for the scanning device, scanning a three-dimensional all (i.e., movement from 1 site to the next site, x, y, simultaneously in the direction of z) if required, an especially important. この要求を簡単化するために開発された1技術では、走査装置は(3方向よりむしろ)相互に直角の2方向にのみ走査する。 The requests simplification to 1 techniques developed for the, the scanning device scans only in two directions perpendicular to (3 rather than the direction) cross. この技術の場合、角膜が先ず圧平化され、z方向での走査運動を必要としない。 In this technique, the cornea is first applanation, does not require a scanning motion in the z-direction. その場合、先ず角膜前面が、実質的に扁平な圧平化レンズに適合させられる。 In that case, first, anterior corneal surface, is adapted to substantially flat applanation lens. 次いで、圧平化レンズと平行な表面下の組織の平面的な体積部が除去される。 Then, planar volume of tissue under parallel surfaces and applanation lens is removed. 場の曲率を持たない特殊なカッティングレンズを使用することで、平面的な体積部が2次元走査のみによって除去できる(すなわち、圧平化レンズ表面に対し直角の走査は不要である)。 By using a special cutting lens without a curvature of field, planar volume unit can be removed only by the two-dimensional scanning (i.e., perpendicular to the scan to applanation lens surface is not needed). しかし、更に後で明らかにされるように、この技術は、幾つかの重大な望ましくない結果を生じることがある。 However, as will be further apparent below, this technique may produce results not several serious undesirable.

走査は簡単になるが、角膜を扁平にすることにより、望ましくない結果が生じることがある。 Scanning becomes easy, by flattening the cornea, undesirable results. 例えば、角膜の扁平化は、患者にはひどく不快である。 For example, flattening of the cornea, which is badly discomfort to the patient. その上、眼球内圧が危険なほど高レベルに上昇することがある。 Moreover, there may rise as the intraocular pressure is dangerously high. 最後に、おそらく同じように重要なことだが、角膜を著しく扁平化することにより、角膜の複数薄層の3次元構造にひずみが生じることがある。 Finally, perhaps thing equally important, by significantly flattened corneal, sometimes distortion in the three-dimensional structure of a plurality lamina of the cornea may occur. このひずみの結果、角膜が著しく扁平化された状態で切開した後、角膜を除圧した場合、予想できない形状変化が生じる。 The result of this strain, was dissected in a state in which the cornea is severely flattened, when depressurized corneal shape change unpredictable results.

走査を互いに直角の3方向で行う場合には、幾つかの要因が装置性能に影響し得る。 If done in three directions at right angles to scan each other, several factors can affect the device performance. それらの要因の中には、焦点が1つの除去点から次の除去点へ移動するのに要する走査距離が含まれる。 Some of these factors include scanning distance required to move from focus one removal point to the next removal point. この走査距離が増すにつれて、より長い走査運動が必要になる。 As this scanning distance increases, requiring a longer scanning motion. 本発明により認識されるように、走査精度は、通常、走査距離に対応する。 As recognized by the present invention, the scanning accuracy, typically corresponds to the scanning distance. したがって、走査距離を短縮することにより、走査精度は改善される。 Therefore, by reducing the scanning distance, the scan accuracy is improved. さらに、走査運動が長くなれば、しばしば走査装置の構成部材の摩耗を増大させる結果となる。 Moreover, the longer the scanning motion, resulting that often increases the wear of the components of the scanning device. この摩耗は、往々にして走査装置の寿命を短くする。 This wear, shorten the lifetime of the scanning apparatus Often. 最後に、短い走査運動は、長い走査運動より迅速に行うことができる。 Finally, a short scan motion can be performed quickly longer scanning motion. したがって、使用が望ましい除去走査パターンは、連続除去される複数部位間での走査運動を最小化することにより処理が迅速化されるようなパターンである。 Therefore, removal scan pattern used is desired is a pattern as processing is faster by minimizing the scanning motion across multiple sites that are successively removed. 幾分簡単化して言えば、所定の走査応答時間の場合、走査運動を短縮すれば、レーザパルス反復速度を速めることができ、その結果、全体の処理時間を短縮できる。 Speaking somewhat simplified, for a given scan response time, if shortening the scanning motion, it is possible to speed up the laser pulse repetition rate, as a result, can reduce the overall processing time.

前記に照らして、本発明の目的は、例えば、実質的にドーム形状の角膜実質組織層等の比較的複雑な形状を有する表面下の部位を光切断により除去する目的に適した装置及び方法を得ることにある。 In light of the above, an object of the present invention, for example, a substantially apparatus and method suitable for the purpose of removing by light cleavage sites subsurface having a relatively complex shape of the corneal parenchyma layers such dome-shaped It is to obtain. 本発明の別の目的は、LASIK処理の一部として使用できるフラップ、とりわけ、角膜の自然の前面と実質的に平行な除去用の面を露出させるフラップを形成する方法を得ることにある。 Another object of the present invention, a flap that can be used as part of the LASIK treatment, inter alia, is to obtain a method of forming a flap to expose the natural front and surfaces for substantially parallel removal of the cornea. 本発明の更に別の目的は、一連の比較的短い走査運動によって予め選択された組織体積部を光切断する方法を得ることにある。 Still another object of the present invention is to obtain a method of light cut tissue volume portion preselected by a series of relatively short scanning motion. 本発明の更に別の目的は、表面下の複数焦点で角膜実質組織を光切断する方法であって、容易に使用でき、比較的具体化が簡単で、比較的費用効果のよい方法を得ることにある。 Still another object of the present invention is a method of light cut corneal parenchyma with multiple focal subsurface easy to use, relatively embodied is simple, to obtain a good way relatively cost effective It is in.

本発明は、予め選択された角膜組織体積部を光切断する装置及び方法を対象としている。 The present invention is directed to an apparatus and method for optical cut corneal tissue volume portion preselected. 本発明の1つの用途は、実質的にドーム形状の表面下の実質組織層を、集束レーザビームを使用して除去することである。 One application of the present invention, the parenchyma layers of the subsurface substantially dome-shaped, is to remove using a focused laser beam. この方法によって、角膜フラップを形成し、LASIK処理の一部として使用し、角膜の屈折特性を矯正できる。 This method forms a corneal flap, used as part of the LASIK treatment, correct refractive properties of the cornea.
本発明の一具体例によれば、開示される方法は、角膜内の複数部位の各々をx,y,zの座標によって特定することにより開始される。 According to an embodiment of the present invention, the disclosed method is initiated each of multiple sites within the cornea x, y, by identifying the coordinates of z. とりわけ、座標を特定することによって、各部位で光切断し、その結果、予め選択した体積部が光切断される。 Especially, by identifying the coordinates, and the light section at each site, as a result, parts by volume of a previously selected is photocleavage. 通常、座標は、先ず2次元の平面的な点のパターンを形成することで特定され、次いで平面的な点パターンを3次元の非平面的なパターンに変換する。 Usually, coordinates are identified by first forming a 2-dimensional planar point patterns, then converts the planar point pattern to the non-planar pattern of three-dimensional. 例えば、ドーム形状の層を光切断するための座標を特定するために、(例えばx−y空間で)2次元の渦巻き線等の平面的な点パターンを先ず形成する。 For example, to identify the coordinates for the light cut a layer of dome-shaped, first forming a planar point patterns, such as (for example, x-y space) two-dimensional spiral. 次に、z成分(z方向はx,y両方向に対し直角方向である)が平面的なパターン内の各点に付加されことにより、平面的なパターンが3次元座標の組に変換される。 Next, z component (z-direction x, relative y directions are perpendicular direction) by being added to each point in the planar patterns, planar patterns are converted to a set of three-dimensional coordinates.

角膜内の光切断部位の座標が特定されると、次の段階は、集束レーザビームを発生させ、角膜内の或る部位から他の部位へレーザビームの焦点を走査する段階である。 When the coordinates of the light cleavage sites within the cornea is identified, the next step is to generate a focused laser beam, a step of scanning the focal point of the laser beam from one site in the cornea to other sites. この目的のため、レーザ光源を有するレーザ装置、レーザ走査装置、および1つまたは2以上の光学素子が使用される。 For this purpose, the laser device having a laser light source, a laser scanning device, and one or more optical elements are used. 1つの構成によれば、レーザ装置は、順に、レーザ光源、3次元走査用のレーザ走査装置、望遠鏡として配置された複数レンズ、ミラー、およびカッティングレンズを含んでいる。 According to one arrangement, a laser device, in turn, the laser light source, a laser scanning device for 3-dimensional scanning includes a plurality lenses arranged as a telescope, mirrors, and a cutting lens. 幾つかの実施形態では、コンタクトレンズを使用してレーザ光源に対し角膜を安定させ、眼球前面を予め選択された曲率半径Rに合致させる。 In some embodiments, using a contact lens to stabilize the cornea to the laser light source, to match the preselected radius of curvature R of the eye front. 通常、この曲率半径Rは、実質的に角膜前面の自然の曲率半径に合致し、約7.5mm〜約11.0mmの範囲にある。 Normally, the radius of curvature R substantially matches the natural curvature of the anterior corneal surface, it is in the range of about 7.5mm~ about 11.0 mm. ほとんどの場合、約8.8mmの曲率半径が利用される。 In most cases, the curvature of about 8.8mm radius is used. レーザビームは、前記構成の協働により発生せしめられ、走査装置、光学素子、コンタクトレンズを介して、角膜内の予め特定された複数部位の1つに焦点が向けられる。 Laser beam is caused to occur by the cooperation of the configuration, the scanning apparatus, an optical element through a contact lens, is directed focus to one of the pre-specified multiple sites within the cornea.

各部位で角膜組織を光切断するために、一連のレーザ走査装置位置が計算される。 To light cut corneal tissue at each site, a series of laser scanning device position is calculated. 走査装置位置計算のための入力データは、光学素子(すなわち前記配置の望遠鏡、ミラー、カッティングレンズ)および、(使用されている場合には)コンタクトレンズの光学特性を含むことができる。 Input data for the scanning device position calculation, the optical element (telescope i.e. the arrangement, mirror, cutting lens) and can include an optical characteristic of the contact lens (case is used). とりわけ、この入力データは、光学素子とコンタクトレンズとを通る複数経路の光学特性を含むことができる。 Especially, the input data may include an optical characteristics of a plurality path through the optical element and the contact lens. 計算された一連のレーザ走査装置位置は、次いで、或る部位から他の部位へレーザビーム焦点を移動させるために使用され、予め選択した組織体積部が光切断される。 The calculated series of laser scanning device location may then be used to move the laser beam focal point from one site to another site, preselected tissue volume unit is photocleavage.

本発明の別の観点では、眼の実質内で眼の前面から実質的に一定間隔の1つの面を光切断する方法が得られる。 In another aspect of the present invention, a method of light section one face substantially constant intervals from the front of the eye in substantially the eye is obtained. この方法の場合、回転軸線(例えば眼の光軸)を含む基準フレームが眼に設けられる。 In this method, a reference frame including an axis of rotation (e.g. eye optical axis) is provided to the eye. 次に、レーザビームの焦点が、実質内の回転軸線から半径方向距離rの位置に位置決めされる。 Then, the focus of the laser beam is positioned at the position of the radial distance r from the axis of rotation of the intraparenchymal. 実質組織内のこの焦点へ少なくとも1レーザパルスが発せられ、そこの組織が光切断され、直径dを有する光切断気泡が発生する。 At least one laser pulse is emitted to the focal point in the parenchyma, which tissue is photocleavable, the light section to generate bubbles having a diameter d. この第1部位の光切断の後、焦点を、回転軸線を中心として角度θ、直径dに実質的に等しい円弧長さだけ回転させる。 After this first part of the light section, focus, angle theta, it is rotated by substantially equal arc length to the diameter d about the rotation axis. 次いで、光切断段階を反復する。 Then, repeating the light cutting process. この光切断を連続するにつれて、焦点と回転軸線との距離が、1周回転(revolution)毎に直径dに等しい割合で漸減される(すなわちΔr/rev=d/rev)。 As successive optical cutting, the distance between the focal point and the axis of rotation, is gradually decreased at a rate equal to the diameter d for each round rotation (revolution) (i.e. Δr / rev = d / rev). さらに、z成分を制御することにより、眼の前面から一定距離にある面を光切断するようにされる。 Further, by controlling the z component is a surface from the front of the eye to a predetermined distance so that the light section. 通常、角回転速度wおよび焦点の半径方向速度は、双方とも、焦点が回転軸線に近づくにつれて増大する。 Usually, the radial velocity of the angular rotation velocity w and focus are both, increases as the focal point approaches the axis of rotation.

本発明の新規性ある特徴及び本発明自体は、その構成と操作両面から、添付図面に付き説明することで、最もよく理解されるだろう。 Novelty certain features and the invention itself of the present invention, from the configuration and operation sided, by describing per accompanying drawings, it will best be understood. 図面において、類似部品には類似の符号が付されている。 In the drawings, it is denoted by similar reference numerals to like parts.
図1には、表面下の実質内を(レーザ誘起光学破壊効果により)光切断する眼用レーザ装置が示され、全体が符号10で示されている。 FIG. 1, the substantially within subsurface (by laser induced optical breakdown effect) ophthalmic laser device light section is shown and generally indicated by reference numeral 10. 図1に示したように、装置10はレーザ光源12を含み、該光源は、パルスレーザビームを発生させ、第1ビーム経路14に沿ってレーザビームを方向付ける。 As shown in FIG. 1, device 10 includes a laser light source 12, light source generates a pulsed laser beam, directing the laser beam along a first beam path 14. レーザ光源の通常の実施例には、1fs〜約100psのパルス持続時間、近赤外の動作波長、1〜100kHzの繰り返し速度を有するあらゆる固体fsレーザが含まれる。 The usual embodiment of the laser light source, a pulse duration of 1fs~ about 100 ps, ​​include any solid fs laser having near-infrared wavelengths of operation, the repetition rate of 1-100 kHz.

更に図1について見ると、レーザ光源12から発生するレーザビームが、ビーム光路14に沿って方向付けられ、45°ミラー16を用いて反射されることが分かる。 Further As for Figure 1, a laser beam generated from the laser light source 12 is directed along the beam path 14, it is to be understood as reflecting with 45 ° mirror 16. ミラー16から、レーザビームは、ガリレイ式望遠鏡18として構成された複数レンズへ向けられる。 From the mirror 16, the laser beam is directed to multiple lenses configured as Galilean telescope 18. 望遠鏡18内でレーザビームは2倍拡大され(3倍拡大される構成もある)、マスターシャッタ20へ進められる。 The laser beam (which is three times larger Configurations) enlarged twice in the telescope 18, it is advanced to the master shutter 20. マスターシャッタ20は、安全用の構成部材として機能する。 Master shutter 20 functions as a constituent member for a safety. マスターシャッタ20を通過後、レーザビームは、走査ユニット22へ入射する。 After passing through the master shutter 20, the laser beam is incident to the scanning unit 22.
走査ユニット22は、通常、固定された平凸レンズを含み、該レンズが、レーザビーム光路に沿って可動の平凹レンズから間隔をおいて配置され、レーザビーム焦点のz方向位置(z軸は図2に示されている)を制御する。 Scanning unit 22 typically includes a fixed plano-convex lens, the lens is placed at a distance from the plano-concave lens is movable along the laser beam path, z-direction position of the laser beam focus (z-axis 2 controlling the in and) shown in. 平凹レンズは、ボイスコイル(図示せず)を使用して移動させることができる。 Plano-concave lens may be moved using a voice coil (not shown). さらに、走査ユニット22は、検流計ミラーを有するx−y走査装置を含んでいる。 Further, the scanning unit 22 includes x-y scanning device having a galvanometer mirror.

適当な走査ユニット及びその操作についての、より完全な説明は、「角膜レーザ外科用ビーム操向装置(Beam Steering System for Corneal Laser Surgery)」と称する、出願人所有の同時に継続している米国特許出願第10/821402号から得られ、該特許は、ここに引用することで、その全体が本明細書に取り入れられるものである。 For proper scanning unit and its operation, a more complete description, referred to as "corneal laser surgical beam steering device (Beam Steering System for Corneal Laser Surgery)", U.S. Pat are simultaneously continuing commonly owned application Ser. obtained from No. 10/821402, which patent, by reference herein in their entirety are those incorporated herein.
装置10の場合、制御信号は、ユニットプロセッサ(図示せず)へ送られ、そこで、例えば実時間(リアルタイム)操作装置によって処理され、適当なハードウェア装置によって評価される。 For device 10, control signals are sent to the unit processor (not shown), where, for example, are processed by the real-time (real-time) operation device, it is evaluated by a suitable hardware device. レーザの出力又は位置調節に、処理時又は較正時にエラーが生じれば、マスターシャッタ20が起動し、レーザビームを遮断し、放射線による患者の眼への傷害が防止される。 The output or position adjustment of the laser, if Shojire errors during processing or during calibration, the master shutter 20 starts to block the laser beam, injury can be prevented in patients with radiation to the eye.
更に図1からは、レーザビームが、走査ユニット22を出た後、カッティングレンズ24へ入射することが分かる。 Further from FIG. 1, a laser beam, after leaving the scanning unit 22, it can be seen entering the cutting lens 24. 詳しく言えば、図示のように、レーザビームは、先ず望遠鏡として構成された複数レンズ26を通過した後、45°二色性ミラー28によって反射される。 In detail, as shown, the laser beam is first passes through a plurality lenses 26 configured as a telescope, is reflected by the 45 ° dichroic mirror 28. 二色性ミラー28によって、顕微鏡(図示せず)により該ミラー28およびカッティングレンズ24を介して患者の眼30の観察が可能になる。 The dichroic mirror 28 allows observation of the eye 30 of the patient via the mirror 28 and cutting the lens 24 by a microscope (not shown).

図1および図2を相互参照すると、装置10がコンタクトレンズ34を含んでいることが分かる。 If 1 and 2 cross-reference, it can be seen that the device 10 contains a contact lens 34. 該コンタクトレンズは、通常、透明なPMMAでできており、カッティングレンズ24に対し角膜を安定化させるために、後面36および前面38を有するように形成されている。 The contact lenses are typically made of a transparent PMMA, in order to stabilize the corneal to cutting lenses 24 are formed so as to have a rear face 36 and front 38. 図2から最もよく分かるように、コンタクトレンズ34の後面36は、実質的に一定の予め選択された曲率半径Rを有するように形成されている。 As best seen in FIG. 2, the rear face 36 of the contact lens 34 is formed to have a substantially constant preselected radius of curvature R. 更に、図に示すとおり、コンタクトレンズ34は、角膜32に接触配置されて、角膜32の前面をコンタクトレンズ34の後面36と同形にしている。 Furthermore, as shown in FIG., The contact lens 34 is disposed in contact with the cornea 32, the anterior surface of the cornea 32 is the surface 36 having the same shape of a contact lens 34. 通常、曲率半径Rは、約7.5mm〜約11.0mmである。 Normally, the radius of curvature R, about 7.5mm~ about 11.0 mm. たいていの場合、約8.8mmの曲率半径が使用される(この曲率は角膜外表面の自然の曲率に近い)。 In most cases, the curvature of about 8.8mm radius is used (this curvature is close to the natural curvature of the cornea outer surface). コンタクトレンズ34により、角膜32の著しい扁平化が防止される。 The contact lens 34, significant flattening of the cornea 32 can be prevented.

患者の眼30の固定および整合は、コンタクトレンズ34および円錐形スペーサ(図示せず)によって行われる。 Fixing and alignment of the eye 30 of a patient is carried out by the contact lens 34 and the conical spacers (not shown). この目的のために、コンタクトレンズ34は、該レンズ34に付加されている吸引用円錐体(図示せず)を使用して、眼30に対し当てがわれ、保持される。 For this purpose, the contact lens 34 uses suction cone that is added to the lens 34 (not shown), We have devoted to the eye 30, it is held. 眼の上に定心されると、吸引用円錐体は、真空に引かれることにより固定される。 Once centering on the eye, suction cone is fixed by being evacuated. 次いで、円錐形スペーサが、カッティングレンズ24のレーザビーム出口と円錐形スペーサとの間に配置される。 Then, the conical spacer is arranged between the laser beam outlet and the conical spacers cutting lens 24. 電動式の患者用椅子を使用して、眼30および吸引用円錐体を、円錐形スペーサの方へ移動させる。 Use patient chair motorized, eye 30 and the suction cone is moved towards the conical spacer. 吸引用円錐体と円錐形スペーサとの間の接続は、適正なx−y整合が維持されるように、自己定心的である。 The connection between the suction cone and the conical spacer, as appropriate x-y alignment is maintained, it is self-centering manner. 更に、この構成により、患者の眼30とカッティングレンズ24との正しいz距離が得られる。 Furthermore, this configuration, the correct z distance between the eye 30 and the cutting lens 24 of the patient is obtained. 円錐形スペーサと吸引用円錐体との接触時に眼にかかる圧力を測定するには、圧力センサ(図示せず)が使用される。 To measure the pressure on the eye when in contact with the conical spacer and suction cone, a pressure sensor (not shown) is used. 固定および整合装置及びその操作についての、より完全な説明は、出願人所有の同時継続している「レーザ外科処置の場合に患者を位置決めする装置と方法」(System and Method for Positioning a Patient for Laser Surgery)と題する米国特許出願第10/790625号から得られ、該出願は、ここに引用することにより、その全体が本明細書に取り入れられるものである。 For fixing and aligning device and its operation, a more complete description, see "apparatus and method for positioning a patient in the case of laser surgery" as copending to that of commonly owned (System and Method for Positioning a Patient for Laser Surgery) and obtained from titled U.S. Patent application No. 10/790625, which application, by reference herein in their entirety are those incorporated herein.

図2に示した角膜32は、LASIK処理用のフラップ42を形成するために、部分的に分離(すなわち切開)されている。 Cornea 32 shown in FIG. 2, in order to form a flap 42 for LASIK treatment, are partially separated (i.e. incision). 図に示すとおり、フラップ42を形成するための切開は、実質的にドーム形状のフラップ床切断部44と、部分的に床切断部44を取り囲む縁切断部46とを含み、フラップ42を持ち上げて、再びもとの位置へ戻すため、「ヒンジ(蝶番部」が残されている。縁切断部46は、角膜32の前面に対する縁角度48で切開され、該縁角度は、通常、図示のように、90度を僅かに下回る。フラップ床切断部44は、通常、角膜32の実質部分内になされ、フラップ厚さ50を規定する。LASIK処理用の典型的なフラップ42の場合、フラップ厚さ50は、概して約140〜200μm、フラップ床直径は約5.5〜10.0mmである。前記のように、幾つかの使用事例では、フラップ床切断部44が角膜32の前面40と平行に形成さ As shown, the incision to form a flap 42, the flap floor cutting portion 44 of the substantially dome-shaped, partially includes a rim cutting portion 46 surrounding the floor cutting portion 44, lifting the flap 42 since again returned to the original position, "hinge (hinge" is left. edge cutting unit 46 is incised at the edge angle 48 with respect to the front surface of the cornea 32, said edge angle, usually as shown to, slightly below 90 °. flap floor cutting unit 44 is usually made in a substantial portion of the cornea 32, a typical flap 42 for .LASIK process which defines the flap thickness 50, flap thickness 50 is generally about 140~200Myuemu, flap bed diameter is about 5.5~10.0Mm. as described above, in some use cases, parallel flaps floor cutting portion 44 and the front surface 40 of the cornea 32 of formation ることが好ましく、したがって、図示の構成では、フラップ床切断部44がコンタクトレンズ34の後面の輪郭に従うことが好ましい。 Rukoto is preferred, therefore, in the illustrated arrangement, it is preferred that the flap floor cutting portion 44 follows the contour of the rear surface of the contact lens 34.

装置10の一実施例では、フラップ床切断部44は、角膜32内の複数焦点部位を先ず特定することにより形成される。 In one embodiment of the apparatus 10, flap floor cut portion 44 is formed by specifying first multiple focal sites within the cornea 32. とりわけ、焦点部位の特定により、予め定められた体積が、各焦点部位の光切断により切除されるようにする。 Especially, the specific focus site volume predetermined is to be excised by photocleavage of each focus site. 図3は、複数焦点部位の光切断の結果生じる気泡52のパターンを示したものである。 Figure 3 is a diagram showing a pattern of gas bubbles 52 resulting from the light section of the multifocal region. 図3に示された気泡52が結合して、ドーム形状の切開部(すなわち図2に示したフラップ床切断部44)が形成される。 Bubbles 52 shown in FIG. 3 is attached, the incision of the dome-shaped (i.e. flap bed cut portion 44 shown in FIG. 2) is formed. 通常、この焦点部位の組は、2次元の平面的なスポットパターンを形成することで特定される。 Usually, this set of focus site is identified by forming a 2-dimensional planar spot pattern. 図3の気泡52のパターンの場合、初期平面スポットパターンが渦巻き状に構成される。 The pattern of bubbles 52 in FIG. 3, and the initial planar spot pattern spirally. 一実施例では、焦点スポットの渦巻き線パターンは、Iパラメータ表示と組み合わされたアルキメデスの渦巻き線から推定できる。 In one embodiment, spiral pattern of the focal spot can be estimated from spiral of Archimedes combined with I parameter display. 詳言すれば、アルキメデス渦巻き線は、一定の角速度や一定の半径方向速度で移動する1点から推定できる。 If Shogen, Archimedes spiral can be estimated from a point which moves at a constant angular velocity or constant radial velocity. 結果として、渦巻き線のアームは一定の距離を有することになる。 As a result, the arms of the spiral will have a certain distance. 通常、半径方向にも渦巻き線の経路においてもスポットは等間隔であることが望ましい。 Usually, it is desirable also in the path of the spiral in the radial direction spot is equidistant. このことは、角速度および半径方向速度が一定でないことを意味している。 This means that the angular velocity and radial velocity is not constant. つまり、両速度とも、渦巻き線の中心部では周縁部において、より高速でなければならない(すなわちIパラメータ表示)。 That is, both the rate at the peripheral portion at the center of the spiral must be faster (i.e. I parameter display).

次に、平面的なスポットパターンが、3次元の非平面的なスポットパターンに変換される。 Next, the planar spot pattern, is converted into a non-planar spot pattern of three-dimensional. 図3を図4と比較して分かるのは、z成分が平面的なパターンの各スポットに加えられることにより、平面的なパターンが3次元の座標の組に変換されることである。 Know compared to FIG. 4 to FIG. 3, by the z component is added to each spot of the planar pattern, it is that the planar pattern is converted into a set of 3-dimensional coordinates. この座標の組により、個別に光切断される部位が定められ、ドーム形状の体積が光切断される。 The set of coordinates, determined is the site to be individually photocleavage, the volume of the dome shape is photocleavage.
この座標の組が特定されると、図1に示した装置10を使用して、集束レーザビームを発生させ、角膜32内の1つの部位から他の部位へビームの焦点を走査する。 When this set of coordinates is identified, using the apparatus 10 shown in FIG. 1, to generate a focused laser beam to scan the focal point of the beam from one site within the cornea 32 to other parts. この目的のために、1連のレーザ走査装置位置が計算され、角膜内の経路に沿って焦点を移動させ、特定された座標の1つに対応する各部位で逐次に角膜組織を光切断する。 For this purpose, the laser scanning device the position of a series is calculated, along a path within the cornea to move the focal point, light cut corneal tissue successively at each site corresponding to one of the identified coordinates . 装置10の場合、一連の各レーザ走査装置の位置には、検流計ミラー各々の傾斜角、および固定された平凸レンズと可動平凹レンズとの間の距離が含まれる。 For device 10, the position of each successive laser scanning device includes a distance between the galvanometer mirrors each tilt angle, and fixed plano-convex lens and the movable concave lens.

各レーザ走査装置位置の計算においては、入力データとして、走査ユニット22と角膜32との間に配置された1つまたは2以上の光学素子の光学特性が含まれる。 In the calculation of each laser scanning unit position, as input data, it includes the optical characteristics of one or more optical elements disposed between the scanning unit 22 and the cornea 32. 図1に示した装置10の場合、これらの光学素子には、レンズ26、ミラー28、カッティングレンズ24、コンタクトレンズ34が含まれる。 For apparatus 10 shown in FIG. 1, these optical elements, lens 26, a mirror 28, a cutting lens 24 includes a contact lens 34. 例えばコンタクトレンズ34と角膜32との間の界面での屈折や、その他のすべての走査ユニット22とコンタクトレンズ34との間の界面での屈折が、入力値として計算に使用できる。 For example refraction at the interface between the contact lens 34 and the refraction and at the interface between the cornea 32, and all other scanning unit 22 and the contact lens 34 can be used in the calculation as an input value.
さらに、計算の入力データには、走査ユニット22と角膜32との間に配置された光学素子を通る複数経路の光学特性を含めることができる。 Furthermore, the input data calculation, the optical characteristics of the plurality paths through the placed optical elements between the scanning unit 22 and the cornea 32 can be included. 計算されると、一連のレーザ走査装置位置を利用して、レーザビームの焦点を角膜32内の部位から部位へ移動させて、予め選択された組織体積を光切断する。 Once calculated, by using a series of laser scanner positions, the focus of the laser beam is moved to the site from the site of the cornea 32, the light section a preselected tissue volume.

装置10の一実施例では、ドーム形状の体積の光切断は、特有の方法で行われる。 In one embodiment of the apparatus 10, the light section of the volume of the dome shape is carried out in specific ways. とりわけ、この実施例では、図2に示すように、回転軸線54を有する基準フレームが、角膜32に対して設定される。 Especially, in this embodiment, as shown in FIG. 2, the reference frame having a rotational axis 54 is set against the cornea 32. 例えば、回転軸線54は眼30の眼軸と合致することができ、眼30の視軸は任意に選択できる。 For example, the rotation axis 54 can be matched with the eye axis of the eye 30, the visual axis of the eye 30 can be arbitrarily selected. 次に、レーザビームの焦点が、実質内の、回転軸線54から半径方向距離rの位置に位置決めされる。 Then, the focus of the laser beam, intraparenchymal of, is positioned from the axis of rotation 54 to the position of the radial distance r. 更に、図3を参照すれば、少なくとも1レーザパルスを焦点の実質組織へ放射し、組織を光切断し、直径dの光切断気泡52aを発生させる。 Still referring to FIG. 3, at least one laser pulse emitted to the focal point of the parenchyma, tissue and the light cut to generate photodisruption bubbles 52a having a diameter d. この第1部位での光切断後、焦点は回転軸線54を中心として、矢印方向56に角度θだけ回転される。 After photocleavage in the first part, the focus around a rotational axis 54, is rotated by an angle θ in the direction of the arrow 56. この回転により、焦点が、実質的に直径dに等しい円弧長さ58だけ移動する。 This rotation, focus is moved by arc length 58 substantially equal to the diameter d. 次いで、光切断段階が反復される(例えば光切断気泡52b)。 Then, the light cutting process is repeated (e.g. photocleavable bubble 52 b). この回転の間、焦点と回転軸線54との間の距離は、一周回転毎に距離d(d/rev)に実質的に等しい割合で減少される。 During this rotation, the distance between the focus and the rotation axis 54 is reduced substantially equal proportions to the distance d (d / rev) per one rotation.

したがって、図3に示すように、各完全回転後に、半径rが距離dだけ減少する。 Accordingly, as shown in FIG. 3, after each complete rotation, the radius r is reduced by distance d. このことは、どの気泡の場合も同じである。 This is also the case of any air bubbles. 例えば気泡52cは、半径方向に気泡52dから約dの距離60だけ離れている。 For example bubbles 52c are separated by a distance 60 of approximately d from the bubble 52d in the radial direction. また、回転中、焦点が角膜32の前面40のほうへ移動することにより(図2参照)、ドーム形状の輪郭が形成される。 Also, during rotation, the focus (see FIG. 2) by moving toward the front 40 of the cornea 32, the contour of the dome shape is formed. 角膜32の前面40への焦点移動は、1周回転ごとに1回、各焦点移動と共に、又は他の何らかの予め選択した割合で行われる。 Focus moving to the front 40 of the cornea 32, once every one revolution rotation, with each focal shift, or carried out in some other preselected ratio. 矢印56で示されるように、焦点は、ドーム形状の面の周縁からドーム形状の面の中心へ移動する。 As indicated by arrow 56, the focus moves from the periphery of the surface of the dome-shaped to the center of the surface of the dome-shaped. この結果、角膜32の前面40から実質的に一定距離の光切断面が形成される。 As a result, light sheet substantially constant distance from the front surface 40 of the cornea 32 is formed.

ここに図示し、かつ詳細に開示した角膜実質内でドーム形状の面を光切断する特定の装置と方法は、本発明の目的を完全に達成でき、かつ前記の利点を得ることができるが、それらは、単に本発明の現時点で好適な実施例に過ぎず、ここに示された構成または設計の細部に対しては、特許請求の範囲の記載以外に制限を課すものはない。 Illustrated herein and specific apparatus and method for optically cutting the surface of the dome-shaped in the disclosed intrastromal detail, the object of the present invention fully achieved, and it is possible to obtain the advantage, they are merely presently preferred embodiment of the present invention, for the details of the here indicated construction or design, not impose restrictions on other than the appended claims.

角膜組織の予め選択された体積を光切断するための装置の主要な光学素子を示す略図。 Main schematic diagram of an optical element of an apparatus for optically cutting a preselected volume of corneal tissue. LASIK処理用のフラップを形成するために切開された角膜の拡大断面図。 Enlarged sectional view of the incised cornea to form a flap for LASIK treatment. LASIK処理用のフラップを形成するための適当な光切断気泡パターンを示す略図。 Schematically illustrates a suitable photocleavable bubble pattern for forming a flap for LASIK treatment. LASIK処理用のフラップを形成するための適当な光切断気泡パターンを示す図2の角膜の拡大断面図。 Enlarged sectional view of the cornea of ​​Figure 2 illustrating a suitable photocleavable bubble pattern for forming a flap for LASIK treatment.

Claims (3)

  1. 眼の角膜実質の前面から実質的に一定距離の面を光切断する装置であって、 前記装置は、前記角膜実質に回転軸線を有する基準フレームを設定するようになっており 、前記装置が、 An apparatus for optical cutting the surface of substantially constant distance from the front of the corneal stroma of the eye, the device is adapted to set a reference frame having a rotation axis to the corneal stroma, the apparatus comprising:
    前記角膜実質内で、レーザビームの焦点を前記回転軸線からの半径方向距離に位置決めするための光学素子と、 In the intrastromal, an optical element for positioning the focal point of the laser beam in the radial distance from the axis of rotation,
    直径dを有する気泡を発生させるために、前記焦点において組織を光切断するレーザ光源と、 In order to generate the bubbles having a diameter d, a laser light source for light cut tissue at the focal point,
    前記直径dに実質的に等しい円弧長さにわたり前記回転軸線を中心として焦点を回転の速度を増加させながら回転させ、1周回転毎に距離d だけ、前記回転速度の増加に応じて実質的に等しい割合で前記回転軸線から焦点までの距離を減少させる走査装置とを含む光切断装置。 Said diameter d substantially equal focal about the arc length axis of rotation over of rotated while increasing the speed of rotation, the the distance d per lap rotation, substantially in accordance with the increase of the rotational speed light cutting device comprising a scanning device in equal proportions reduces the distance to the focal point from the axis of rotation.
  2. 前記装置が、前記回転軸線を中心として焦点が回転する間に、実質的に前記回転軸線に平行な方向に焦点を移動させるための光学手段を更に含む請求項1に記載された光切断装置。 It said apparatus, while the focal point around the axis of rotation is rotated, light cutting apparatus according to claim 1, further comprising optical means for moving the focus in a direction substantially parallel to the axis of rotation.
  3. 前記装置が、前面と後面とを有するように構成されたコンタクトレンズを更に含み、前記後面が曲率半径Rを有し、前記コンタクトレンズが、前記角膜実質の前面を前記コンタクトレンズの後面と合致するように前記角膜実質に接触させるためのものである請求項1に記載された光切断装置。 Said apparatus further comprises a configured contact lens so as to have a front and a rear surface, said rear surface having a radius of curvature R, the contact lens is to match the front surface of the corneal stroma and the rear surface of the contact lens photocleavage device according to claim 1 is intended to be brought into contact with the corneal stroma as.
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